一种血管内超声聚焦方法、聚焦诊断仪及聚焦换能器的制造方法
【技术领域】
[0001] 本发明涉及血管内超声诊断仪，特别涉及一种血管内超声聚焦方法、聚焦诊断仪 及聚焦换能器。
【背景技术】
[0002] 血管内超声诊断仪是用以诊断心血管或外围血管的阻塞情况的最为有效的超声 诊断仪器；被称为是分析心血管或外围血管的阻塞情况的"金标准"。它可以定量地检测 阻塞截面的距离位置和范围大小等等。由于血管管壁由血管壁从管腔面向外依次由内膜 (tunicaintima)、中膜（tunicamedia)和外膜（tunicaadventitia)组成，血管内超声诊 断仪还可以用来分析血管管壁的病变情况。
[0003] 血管内径仅在毫米到厘米的范围。为了分析血管堵塞和管壁的病变，需要高分辨 率的血管内超声诊断仪。目前血管内超声诊断仪的工作频率在40MHz，其纵向和横向分辨 率大约分别在100微米和400微米左右。提高仪器的工作频率，可以提高检测的分辨率，但 是，同时也会减小仪器的检测范围（距离）和增加由于血管内的环境对信号的散射，导致减 低仪器的检测信噪比。
【发明内容】
[0004] 本发明针对上述现有技术中存在的问题，提出一种血管内超声聚焦方法、聚焦诊 断仪及聚焦换能器，利用超声聚焦技术，显著提高了血管诊断仪的分辨率，解决了现有技术 中为了提高分辨率而使检测信噪比降低的问题。
[0005] 为解决上述技术问题，本发明是通过如下技术方案实现的：
[0006] 本发明提供一种血管内超声聚焦方法，其包括以下步骤：
[0007] S11 :将孔径为0? 3mm~2mm的血管内超声聚焦换能器送入血管待测病变部位远 端；
[0008]S12:向血管内待测病变部位360度发射超声信号，对其进行聚焦，以减小超声信 号的指向角因子来提高成像分辨率，同时减小散射体积来降低血管内待测病变部位对超声 信号的散射强度；
[0009]S13 :同时回撤血管内超声换能器，以获知血管横断面信息。
[0010] 较佳地，所述步骤S11中血管内超声聚焦换能器为血管内高频超声换能器，其实 现方法为：减小血管内超声换能器的压电层以及匹配层的厚度。
[0011] 较佳地，所述步骤S11中血管内聚换能器的实现方法为：将孔径为0. 3_~2_的 血管内超声换能器的背衬层和/或压电层和/或声匹配层设置机械曲面，并根据预定的焦 距f?确定所述机械曲面的曲率半径，聚焦因子K定义为焦距f和换能器孔径d的比，S卩：K= f/d，根据预定的聚焦因子K和焦距f，计算出孔径d的尺寸；
[0012] 所述步骤S12中对其进行聚焦进一步为：通过所述机械曲面的设定来完成聚焦功 能。
[0013] 较佳地，所述步骤SI1中血管内超声聚焦换能器的实现方法为：在孔径为0. 3mm~ 2mm的血管内超声换能器的声匹配层的前面设置声透镜，根据预定的焦距f确定所述声透 镜的曲率半径，聚焦因子K定义为焦距f和换能器孔径d的比，S卩：K=f/d，根据预定的聚 焦因子K和焦距f，计算出孔径d的尺寸：
[0014] 所述步骤S12中对其进行聚焦进一步为：通过所述声透镜的设定来完成聚焦功 能。
[0015] 较佳地，所述步骤S11中血管内超声聚焦换能器的实现方法为：在孔径为0. 3_~ 2mm的血管内超声换能器的多个超声换能单元的后面设置多个延时电路来补偿声波从焦 点到各超声换能单元的声程差所引起的时间差，根据预定的中心距离差来确定声程差和时 间差；第i个超声换能单元到中心轴线的距离SDi，则由中心距离差Dj|入的声程差为：
，时间差^为：
其中：i= 1，2…，5，f为 焦距，c为声速；
[0016] 所述步骤S12中对其进行聚焦进一步为：通过所述延时电路的设定来完成聚焦功 能。
[0017] 本发明还提供一种血管内超声聚焦诊断仪，其包括：超声导管、回撤/驱动装置以 及电子成像系统。所述超声导管的前端安装有血管内超声聚焦换能器，后端连接所述回撤 /驱动装置；所述回撤/驱动装置另一端连接所述电子成像系统，所述电子成像系统上装载 有重建图像的电子部件，所述血管内超声聚焦换能器的孔径为〇.3_~2_，其对发射的超 声信号进行聚焦，减小了超声信号的指向角因子，并减小了散射体积。
[0018] 本发明的血管内超声聚焦换能器为微型超声传感器，能够进入血管内部，对血管 内部病变进行探测。所述回撤/驱动装置先经导丝将超声导管送至靶病变部位远端，然后 缓慢回撤超声导管进行超声检查，就可以在电子成像系统的显示屏上看到一系列的血管横 断面图像，辅助临床医生对血管内病变进行诊断。
[0019] 目前常用的血管内超声导管的设计主要有两种：机械旋转式和电子相控阵式。机 械旋转式是通过单个阵元的换能器在360度范围内的旋转，并发射超声波，同时将血管截 面反射回的声波采集，通过图像处理，得到血管横截面图像，此时回撤装置将兼有驱动换能 器旋转的功能。电子相控阵式的换能器呈圆柱形排列，无需旋转，利用电子延迟激励的方 法，将血管截面反射回的声波采集，图像处理后得到血管横截面图像。
[0020] 与这两种设计相对应的换能器有两种，分别为：（1)单波束的平面换能器（如图1 所示）；(2)圆柱形阵列的换能器（如图2所示）。
[0021] 单波束的平面换能器通常由背衬材料，压电材料和匹配层组成，背衬材料，压电材 料和匹配层都可以是仅仅一层或多层复合而成，以得到所需要的性能要求。圆柱形阵列的 换能器是由多个单元组成的圆柱状换能器阵列组成，圆柱状换能器的中心是背衬材料和适 当的电子器件，条状的各个单元按一定的声学要求分布在圆柱面上。
[0022] 现有的这两种换能器的波束在探测的方向上都没有聚焦的功能。声波在探测的传 播方向上只有一个近场和远场的自然分界面。因此，图像的横向分辨率取决于波束的自然 带宽，没有聚焦的波束的自然带宽较宽，其分辨率较低。本发明的超声聚焦换能器的声波为 聚焦声波，自然带宽窄，因此，其分辨率高，即提高了血管诊断仪的分辨率。
[0023] 医疗超声检测的声强度定义为单位面积上的声能量，即等于总能W和波束面积的 比：
[0024]
[0025] 显然，对于给定的声功率，减小波束面积S，便能增加声强度I，从而提高成像检测 的信噪比。
[0026]对于给定的空间角dQ，超声散射声强度是(b(&WPdv/rW〇9#)/r2)对空 间的体积积分。其中Sv是体积散射系数。dv是散射体积元，定义为其中： r是超声换能器到目标的距离，c是声速，t是脉冲长度；b(久纠和b'(氏㈧分别为发射和接 收的指向角因子，其原理如图3所示。
[0027]不难看出，减小指向角因子b说釣和，将直接提高成像检测的分辨率。现有 的提高血管内超声检测分辨率的方法，为通过提高仪器的工作频率来实现。提高仪器的工 作频率减小了指向角因子b(6U/〇和b'W#)。但是随工作频率的升高，体积散射系数Sv成指 数关系增加，这将增加血管内的环境对信号的散射，导致仪器的检测信噪比降低，从而降低 了仪器的探测范围。
[0028] 本发明的超声聚焦换能器不仅减小了指向角因子b(武的和b'(乾妁，提高了成像检 测的分辨率；同时也减小了散射体积dv，降低了血管内环境（血小板等）的散射强度，从而 提高了成像检测的信噪比（信号散射噪声比），提高了成像的清晰度，即图像的质量，同时 也提高了诊断仪的探测范围。
[0029] 本发明聚焦超声技术的实现按实现的方法可分为：（1)机械结构聚焦；(2)电子聚 焦。机械结构聚焦又可以分为整体声学结构聚焦和声透镜聚焦。较佳地，所述超声聚焦换 能器包括依次紧密连接的背衬层、压电层以及声匹配层；其中：所述背衬层、所述压电层以 及所述声匹配层都具有所需的机械曲面，然后叠加、粘结在一起，得以实现声束聚焦，其是 采用整体声学结构聚焦技术来实现聚焦。
[0030] 较佳地，所述血管内超声聚焦换能器为血管内高频超声换能器。
[0031] 较佳地，所述血管内超声聚焦换能器包括依次紧密连接的背衬层、压电层以及声 匹配层；其中：所述背衬层和/或所述压电层和/或所述声匹配层具有机械曲面，所述机 械曲面的曲率半径根据预定的焦距f?确定，聚焦因子K定义为焦距f和换能器孔径d的比， 即：K=f/d，孔径d的尺寸可根据预定的聚焦因子K和焦距f来确定。
[0032] 较佳地，所述超声聚焦换能器包括依次紧密连接的背衬层、压电层、声匹配层以及 声透镜；其中：所述声透镜具有机械曲面，其曲率半径根据预定的焦距f?确定，聚焦因子K 定义为焦距f和换能器孔径d的比，S卩：K=f/d，孔径d的尺寸可根据预定的聚焦因子K和 焦距f?来确定。
[0033] 较佳地，所述声透镜为平凸或平凹声透镜，透镜的凹凸形状由声透镜的声速决定。
[0034] 较佳地，所述超声